Interferometría de baja coherencia con resolución angular

La interferometría de baja coherencia resuelta angularmente ( a/LCI ) es una tecnología emergente de imagen biomédica que utiliza las propiedades de la luz dispersa para medir el tamaño promedio de las estructuras celulares, incluidos los núcleos celulares . Esta tecnología se perfila como una herramienta clínica prometedora para la detección in situ de tejido displásico o precanceroso .

A/LCI combina la interferometría de baja coherencia con la dispersión resuelta angularmente para resolver el problema inverso de determinar la geometría del dispersor a partir de patrones de difracción de campo lejano . De forma similar a la reflectometría de dominio de coherencia óptica (OCDR) y la tomografía de coherencia óptica (OCT), a/LCI utiliza una fuente de luz de banda ancha en un esquema de interferometría para lograr el seccionamiento óptico con una resolución de profundidad determinada por la longitud de coherencia de la fuente. Las mediciones de dispersión resuelta angularmente capturan la luz en función del ángulo de dispersión e invierten los ángulos para deducir el tamaño promedio de los objetos dispersores mediante un modelo computacional de dispersión de luz como la teoría de Mie , que predice los ángulos en función del tamaño de la esfera dispersora . La combinación de estas técnicas permite la construcción de un sistema que puede medir el tamaño promedio de dispersión a varias profundidades dentro de una muestra de tejido .

Actualmente, la aplicación médica más significativa de esta tecnología consiste en determinar el estado de salud de los tejidos mediante mediciones del tamaño promedio de los núcleos celulares. Se ha observado que, a medida que el tejido pasa de normal a canceroso, el tamaño promedio de los núcleos celulares aumenta. ^{[ 1 ]} Varios estudios recientes ^{[ 2 ]} han demostrado que, mediante mediciones de núcleos celulares, la técnica a/LCI puede detectar la presencia de displasia de bajo y alto grado con una sensibilidad del 91 % y distinguir entre tejido normal y displásico con una especificidad del 97 %.

Desde el año 2000, los sistemas de dispersión de luz se han utilizado en aplicaciones biomédicas, como el estudio de la morfología celular ^{[ 3 ]} y el diagnóstico de displasia ^{[ 4 ]} . Las variaciones en las distribuciones de dispersión en función del ángulo o la longitud de onda se han utilizado para deducir información sobre el tamaño de las células y los objetos subcelulares, como los núcleos y los orgánulos . Estas mediciones de tamaño pueden utilizarse posteriormente con fines diagnósticos para detectar cambios en los tejidos, incluidos los cambios neoplásicos (aquellos que conducen al cáncer).

La espectroscopia de dispersión de luz se ha utilizado para detectar displasia en el colon , la vejiga , el cuello uterino y el esófago de pacientes humanos. ^{[ 2 ]} La dispersión de luz también se ha utilizado para detectar el esófago de Barrett , una condición metaplásica con alta probabilidad de provocar displasia. ^{[ 5 ]}

Sin embargo, a diferencia de a/LCI, todas estas técnicas se basan en mediciones de intensidad total, que carecen de la capacidad de proporcionar resultados en función de la profundidad en el tejido.

Primeros modelos a/LCI

La primera implementación de a/LCI ^{[ 6 ]} utilizó un interferómetro de Michelson , el mismo modelo empleado en el famoso experimento de Michelson-Morley . El interferómetro de Michelson divide un haz de luz en dos trayectorias: una de referencia y otra de muestreo, y las recombina para generar una forma de onda resultante de la interferencia . La diferencia entre el haz de referencia y el haz de muestreo revela así las propiedades de la muestra en la forma en que dispersa la luz.

El primer dispositivo a/LCI utilizaba un espejo y una lente móviles en el brazo de referencia para que los investigadores pudieran replicar diferentes ángulos y profundidades en el haz de referencia, tal como ocurrían en la luz retrodispersada recolectada. Esto permitía aislar la luz retrodispersada a distintas profundidades de reflexión en la muestra. Para transformar los datos en mediciones de la estructura celular, las distribuciones de dispersión angular se comparan con las predicciones de la teoría de Mie , que calcula el tamaño de las esferas en relación con sus patrones de dispersión de la luz.

La técnica a/LCI se validó por primera vez en estudios de microesferas de poliestireno, ^{[ 6 ]} cuyos tamaños eran conocidos y relativamente homogéneos. Un estudio posterior amplió el método de procesamiento de señales para compensar la naturaleza no esférica e inhomogénea de los núcleos celulares. ^{[ 7 ]}

Este sistema inicial requería hasta 40 minutos para adquirir los datos de un  punto de 1 mm² en una muestra, pero demostró la viabilidad de la idea.

La versión en el dominio de Fourier del sistema a/LCI utiliza un diodo superluminiscente (SLD) con salida acoplada a fibra como fuente de luz. Un divisor de fibra separa la ruta de la señal al 90 % de intensidad y la ruta de referencia al 10 %.

La luz del SLD pasa a través de un aislador óptico y, posteriormente, a un controlador de polarización . Se ha demostrado que el control de la polarización de la luz es importante para maximizar la señal óptica y comparar la dispersión angular con el modelo de dispersión de Mie. ^{[ 10 ]} Se utiliza una fibra de mantenimiento de polarización para llevar la luz de iluminación a la muestra. Un segundo controlador de polarización se utiliza de manera similar para controlar la polarización de la luz que pasa a través de la trayectoria de referencia.

La salida de la fibra de la derecha se colima mediante la lente L1 e ilumina el tejido. Sin embargo, debido a que la fibra de transmisión está descentrada con respecto al eje óptico de la lente, el haz incide sobre la muestra en un ángulo oblicuo. La luz retrodispersada se colima con la misma lente y se recoge mediante el haz de fibras. Las fibras se encuentran a una distancia focal de la lente, y la muestra a una distancia focal en el lado opuesto. Esta configuración capta la luz desde el máximo rango de ángulos y minimiza el ruido lumínico debido a las reflexiones especulares.

En el extremo distal del haz de fibras, la luz de cada fibra se proyecta sobre el espectrómetro. La luz de los brazos de muestra y de referencia se mezcla mediante un divisor de haz (BS) y incide sobre la rendija de entrada del espectrómetro de imagen. Los datos del espectrómetro de imagen se transfieren a un ordenador mediante una interfaz USB para su procesamiento y visualización. El ordenador también controla el espectrómetro de imagen.

El sistema a/LCI se ha mejorado recientemente para permitir su uso en un entorno clínico mediante la incorporación de una sonda manual. ^{[ 11 ]} Al controlar cuidadosamente la polarización en la fibra de suministro, utilizando fibras de mantenimiento de polarización y polarizadores en línea, el nuevo sistema permite manipular la sonda manual sin degradación de la señal debido a efectos de birrefringencia. Además, el nuevo sistema emplea una lente esférica con recubrimiento antirreflectante en la punta de la sonda, lo que reduce los reflejos que, de otro modo, limitarían el rango de profundidad del sistema.

El sistema portátil utiliza una placa óptica  de 60 x 60  cm como base, sobre la cual se montan la fuente, los componentes de fibra óptica, la lente, el divisor de haz y el espectrómetro de imagen. Una cubierta de aluminio protege la óptica. Una sonda de fibra con una sonda manual facilita el acceso a las muestras de tejido para su análisis. En el lado izquierdo se encuentra una plataforma blanca para muestras, donde se coloca el tejido para su análisis. El operador utiliza la sonda manual para seleccionar puntos específicos del tejido desde donde se obtienen las lecturas a/LCI.

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